FR 2707152 A1 19950113 FR 9407577 A 19940621 Dans le domaine de la mesure non invasive de la pression sanguine en utilisant un brassard, une unité d'application de pression et des soupapes de décharge, l'invention concerne une procédé d'acquisition d'une réponse5 à l'écoulement pulsatile du sang qui produit un étirement de la paroi artérielle contre la pression de décharge du brassard. Le procédé comprend l'affichage de la pression variable du brassard sur une unité d'affichage, en termes d'une variation de la colonne de mercure d'un manomètre à10 mercure. L'étirement de la paroi artérielle comprend celui qui se produit avant et après chaque détection des pressions systolique et diastolique et entre les deux détections. L'invention concerne en outre un procédé de mesure de la pression sanguine par surveillance et enregistrement de la15 réponse artérielle. L'appareil selon l'invention peut afficher le mouvement simulé d'un indicateur à aiguille d'un manomètre anéroide en plus de l'affichage de la colonne de mercure. Ainsi, l'invention ne nécessite pas les manomètres utilisés20 précédemment dans des procédés auscultatoires. L'invention peut également afficher graphiquement en temps réel le mouvement ténu de la paroi artérielle, qui ne peut pas être détecté par la méthode auscultatoire avec un stétoscope et un microphone. Le mouvement de la paroi est affiché sous la25 forme de quantités physiques variant avec le temps telles qu'une accélération, une vitesse et analogue. L'invention peut donc être utilisée en tant que méthode auscultatoire tandis que l'information affichée est surveillée. Pour l'acquisition de la réponse artérielle à l'écoulement pulsatile du sang par une mesure non invasive de la pression sanguine à l'aide d'un brassard, d'une unité d'application de pression et de soupapes de décharge, on disposait des procédés suivants: l'affichage graphique uniquement du niveau d'intensité des bruits de Korotkoff en utilisant un microphone, et l'affichage de l'onde de pression oscillante du brassard dont le débit de décharge constant est éliminé par filtrage. Cependant, il n'existe pas de dispositifs de mesure de la pression sanguine qui affichent, en temps réel, une information concernant la réponse à l'écoulement pulsa- tile du sang et la décharge de la pression du brassard tout en affichant simultanément les valeurs présentées par les manomètres à mercure et anéroide simulés. L'invention résout les problèmes suivants posés par les dispositif antérieurs de mesure. Avec l'utilisation des procédés actuels faisant appel à un microphone, la réponse dynamique acquise d'une artère à l'écoulement pulsatile du sang ne contient pas d'information concernant le mouvement de la paroi artérielle. Ce mouvement non détecté comprend un mouvement qui engendre et annihile les bruits de Korotkoff, un mouvement précédant et suivant immédiatement les bruits et un mouvement n'engendrant aucun bruit de Korotkoff. La réponse à l'écoulement pulsatile du sang, qui est obtenue avec la composante alternative de la pression de brassard après filtrage de sa composante continue, ne peut présenter que la tendance de la variation d'amplitude de l'oscillation de la pression du brassard. Mais la réponse peut ne pas présenter le taux de dilatation dynamique de la paroi artérielle. En outre, la réponse artérielle à l'écoule- ment pulsatile du sang, à partir de laquelle les pressions systolique et diastolique sont déterminées, varie avec l'environnement dans lequel le sujet est placé et les caractéristiques individuelles du sujet. L'obtention de valeurs indiquées précises des pressions systolique et5 diastolique pour divers sujets est difficile en ne jugeant que la tendance de l'amplitude de l'oscillation de la pression du brassard. Un procédé d'acquisition de la réponse artérielle à l'écoulement pulsatile du sang est décrit dans les demandes de brevet japonaises n 61-118 305 et n 61-276 785. Les demandes décrivent un procédé de filtrage. Le procédé prend la dérivée première de la pression du brassard puis son intégration par rapport au temps pour obtenir la quantité augmentée de la pression du brassard provoquée par la15 dilatation artérielle contre la pression du brassard. Par conséquent, il augmente simplement la précision du filtrage de la pression oscillante. Etant donné que cette intégration est effectuée avec les dérivées premières au-dessus d'une valeur constante de seuil, elle est aisément affectée par une faible variation du débit de décharge. Une difficulté apparaît souvent dans l'affichage des graphiques des paramètres dynamiques caractérisant la dilatation de la paroi artérielle, à savoir la vitesse de déplacement de la paroi et les paramètres liés à sa variation d'accélération. Par conséquent, le débit de décharge étant presque constant ou même changeant, la présente invention acquiert la tendance dans le temps de la dilatation de la paroi artérielle provoquée par la fluctuation de pression dans l'écoulement pulsatile du sang contre la pression du brassard, acquiert le mouvement de la paroi donnant les pressions systolique et diastolique précises et surveille la réponse artérielle à l'écoulement pulsatile du sang. Une autre difficulté dans les mesures non invasives de la pression sanguine est d'obtenir le débit de décharge constant et régulé et de surveiller la variation du débit de décharge avec le temps. Chez certains sujets, la détection des bruits de Korotkoff dans les phases 1, 4 ou 5 devient souvent difficile, suivant l'amplitude du débit de décharge. En outre, les environnements physiques et psycholo- 5 giques d'un sujet altèrent notablement ses valeurs mesurées normales des pressions systolique et diastolique. Dans ces cas, le personnel médical utilisant des méthodes auscultatoi- res courantes de mesure de la pression sanguine éprouve des difficultés à déterminer la cause des variations.10 Le brevet des Etats-Unis n 5 222 020 décrit un appareil de mesure de la pression sanguine qui est raccordé à un brassard occlusif pour l'acquisition de données dynami- ques portant sur un mouvement pulsatile de la paroi arté- rielle d'un être humain en réponse à la baisse de la pression du brassard occlusif. La pression instantanée du brassard (Pc) est d'abord obtenue avec une transducteur de pression; puis sa valeur est affichée sur un tube à rayon cathodique en temps réel, en tant que variations de hauteur d'un manomètre à mercure en même temps que les paramètres dynamiques décrivant le mouvement pulsatile de la paroi. Les paramètres dynamiques sont fondamentalement sa vitesse de déplacement et 1 'accélération du mouvement généré par l' écoulement pulsatile du sang contre la pression Pc inférieure, qui reflète le cycle cardiaque mécanique du coeur, comme décrit par F. Takeda, et al., in Med. Bio. Eng. Comput., Vol. 29, Supple- ment Part 1, 1991. Dans les mesures non invasives communément pratiquées avec un brassard à pression et une soupape de décharge commandant un dégonflement en douceur et constant de30 la pression Pc du brassard, sans auscultation des bruits de Korotkoff (KS) pendant leurs diverses phases, on peut être obligé d'utiliser la méthode oscillométrique pour estimer la pression systolique (SYS), la pression moyenne (MEAN) et la pression diastolique (DIA) de l'artère brachiale humaine. Son35 principe est que les oscillations de Pc qui sont transmises par le mouvement de la paroi artérielle en synchronisation avec la pression artérielle pulsatile ont leurs amplitudes propres d'oscillation (amplitudes de déplacement); par exemple, une augmentation soudaine de leurs amplitudes, lorsque la pression Pc du brassard atteint de façon asyn-5 chrone l'une des crêtes d'ondes de pulsation de la pression artérielle, leur amplitude maximale, et une brusque diminu- tion de leurs amplitudes, lorsque Pc approche de façon asynchrone de l'un des creux d'ondes de pulsation de la pres- sion, sont utilisées pour détecter respectivement les valeurs10 SYS, MEAN et DIA, comme décrit par K.M. Borow et al., in Am. Heart J., Vol. 103, 1982. Etant donné que ces brusques augmentations et diminutions sont très floues, diverses techniques pour déterminer les valeurs SYS et DIA ont été développées par T.W. Russel, comme décrit dans le brevet des15 Etats-Unis d'Amérique n 4 718 428, janvier 1988, par D.E. Bahr et al., comme décrit dans le brevet des Etats-Unis d'Amérique n 4 796 184, janvier 1989, et par Y. Miyawaki et al., comme décrit dans le brevet des Etats-Unis d'Amérique n 4 793 360, décembre 1988. En ce qui concerne les détections des pressions SYS et DIA dans la présente invention, on n'utilise aucune de ces analyses d'amplitudes d'oscillations floues. Par contre, les paramètres dynamiques décrivant le mouvement de la paroi artérielle sont utilisés. L'utilisation de certains paramè- tres dynamiques pour détecter les valeurs SYS et DIA est réalisée non seulement pour abaisser en douceur la valeur Pc, mais également pour élever Pc à l'aide d'une pompe mécanique qui produit des fluctuations bruyantes de la pression, comparables à celles dues au mouvement de la paroi artériel- le. Cette dernière particularité pour détecter la valeur SYS pendant que la pression Pc est élevée dans un appareil de mesure automatique de la pression sanguine est très utile. En effet, on peut réduire notablement la douleur que le sujet ressent souvent lorsque la pression du brassard est élevée35 bien au-dessus de sa propre pression SYS. Par conséquent, un objet de l'invention est de résoudre les difficultés indiquées ci-dessus en affichant en temps réel la décharge de la pression du brassard pendant les mesures de la pression sanguine, ainsi que d'afficher le manomètre à mercure simulé. Un autre objet de l'invention est de mesurer et de surveiller la réponse artérielle pratiquement en temps réel pour des sujets éloignés de cliniques ou d'hôpitaux. Pour réaliser ces objets, la pression du brassard est abaissée à un rythme pratiquement constant à travers une soupape de décharge. La pression du brassard comprimant une artère, la fluctuation de pression dans l'écoulement pulsa- tile du sang étire la paroi de l'artère et, par suite, l'étirement de la paroi fait fluctuer la pression du bras- sard. Pour obtenir la composante d'accélération de la pression fluctuante Pc du brassard, la dérivée seconde de Pc est prise sur l'intervalle de temps pendant lequel l'accélé- ration du débit de décharge devient presque nulle, même lorsque le débit de décharge n'est pas constant. La dérivée seconde est désignée Psd' Pour l'acquisition de Psd sans que cette valeur ne soit influencée par le débit de décharge, la quantité proportionnelle au déplacement de dilatation de l'artère lorsqu'elle est comprimée comme indiqué ci-dessus est prise à l'aide d'un transducteur de déplacement tel qu'un capteur optique ou analogue. Sa dérivée seconde par rapport au temps est alors désignée Psd' De plus, la quantité propor- tionnelle à la vitesse de déplacement de l'artère est prise à l'aide d'un transducteur de vitesse tel qu'un capteur à ultrasons ou analogue mis en place. Elle est désignée Pfd' La dérivée première de Pfd est alors désignée Psd' Par consé- quent, Psd peut être obtenu à partir de deux sources pour que sa valeur soit vérifiée. De même que pour Pc, sa pression en hauteur de mercure, exprimée en millimètres de mercure (mm Hg) est tracée sur l'axe des Y d'un affichage et son échelle de temps Tc est donnée en secondes sur l'axe des X. De même que pour la valeur Psd, son amplitude est agrandie sur l'axe des Y de Pc et son échelle de temps Tsd est tracée de façon arbitraire sur l'axe des X de Pc' La région entourée par Psd et par l'axe des temps Tsd est subdivisée par chaque intersection de Psd et Tsd, à savoir T1, T2,..., Tm-1, Tm, Tm+l, et ainsi de suite. Parmi elles, l'intégrale sur la région positive, c'est-à-dire son aire, est prise comme valeur augmentée de la vitesse de déplacement de paroi GVinc, et l'aire de sa région négative est prise comme valeur diminuée de la vitesse de déplacement GVdec. Leurs amplitudes sont désignées respectivement par la longueur sur un graphique incrémentiel, à savoir L0, Ll, etc., pour GVinc et DO, Dl, etc., pour GVdec et ainsi de suite. Leur échelle est agrandie sur l'axe des Y de Pc comme celle de Psd' Tinc et Tdec sont l'échelle des temps pour GVinc et GVdec, respectivement, et leurs unités sont en secondes. La force d'accélération moyenne GAinc pour l'étirement de laparoi artérielle est définie comme étant la division de chaque amplitude (L et S), qui est la quantité d'accroissement de GVinc, par la durée de dilatation de la paroi. La force d'accélération moyenne GAdec pour la contrac- tion de la paroi est définie comme étant la division de chaque amplitude (D), qui est la quantité de diminution de GVdec, par la durée de contraction de la paroi. Par consé- quent, la réponse artérielle exprimée par Pc, Psd, GVinc, GVdec, GAinc et GAdec peut être affichée graphiquement. La composante de vitesse Pfd peut être obtenue d'un certain nombre de manières. Elle peut être acquise en prenant la dérivée première de la pression Pc du brassard détectée au moyen d'un transducteur de pression avec l'acqui- sition de Psd, ou bien elle peut être acquise directement au moyen d'un transducteur qui détecte le mouvement de la paroi artérielle. Des accroissements (L et S dans GVinc) et des diminutions (D dans GVdec) dans la composante de vitesse Psd du mouvement de la paroi artérielle peuvent être acquis en prenant la différence entre les composantes de vitesse à chaque intersection (Tl,... Tm). Par exemple, Ll est proportionnel à Pfd(T2) moins Pfd(Tl) et Dl est proportionnel5 à Pfd(T3) moins Pfd(T2). En divisant L, S et D par le temps écoulé produisant le changement, on obtient les forces moyennes d'accélération en dilatation et en contraction, GAinc et GAdec, respectivement. Un autre objet de l'invention est de procurer un procédé de mesure de la pression sanguine qui donne pratique- ment les mêmes valeurs indiquées des pressions systolique et diastolique que celles obtenues par la méthode auscultatoire. A cet effet, lorsque l'amplitude de GVdec devient consécuti- vement supérieure à son seuil (deux tiers de son amplitude15 maximale Dmax), la pression du brassard donnant l'amplitude la plus proche de ce seuil est prise comme étant la pression systolique SYS. Similairement, lorsque l'amplitude GVdec devient consécutivement plus petite que son seuil, la pression du brassard donnant l'amplitude la plus proche du seuil est prise comme étant la pression diastolique DIA. L'invention procure aussi un procédé de mesure de la pression sanguine qui donne les valeurs indiquées précises des pressions systolique et diastolique en utilisant la forme d'onde unique de la composante d'accélération Psd' La pression systolique est transformée soit en une variation de temps ATm entre Lm et Sm (o m = 1, 2, 3) dans la composante de vitesse de déplacement augmentée GVinc sur la paroi, ou leur variation d'amplitude AAm et ainsi de suite. La pression du brassard est prise comme étant la valeur systolique lue SYS à l'instant o l'on trouve l'unicité pour laquelle soit ATm, soit AAm, ou les deux, commencent à augmenter. En outre, la valeur moyenne des amplitudes Dl (à SYS), DO (immédiate- ment avant SYS) et D2 (immédiatement après SYS) est obtenue. La pression du brassard, à l'instant o la composante de vitesse de déplacement diminuée GVdec sur la paroi devient inférieure à Dl, est définie comme étant la valeur indiquée DIA de la pression diastolique. Un autre objet de l'invention est de procurer un appareil non invasif de mesure de la pression sanguine comportant un brassard et des tubes qui peuvent être enroulés5 autour d'une artère, devant être comprimée, d'un doigt, d'un bras ou d'une jambe; des unités d'application de pression et de décharge pour gonfler le brassard et les tubes; un transducteur de pression destiné à détecter la pression du brassard; un transducteur de déplacement destiné à détecter10 un déplacement du mouvement de la paroi artérielle; un transducteur de vitesse destiné à détecter une vitesse de déplacement du mouvement; un microrégisseur destiné à commander chaque unité; une unité de traitement et de mémorisation de données destinée à exécuter les procédés15 décrits; une unité d'affichage destinée à présenter les données du processus; et une unité de transmission de données. Avec cet appareil, la valeur indiquée de la pression fluctuante, acquise par l'intermédiaire du transduc- teur de pression, est affichée en temps réel en tant que hauteur d'une colonne de mercure dans le tube de verre du manomètre. La pression du brassard sur l'artère du sujet est ensuite élevée légèrement au-dessus de la pression systolique avant le dégonflage. L'axe des temps étant fixé dans une position arbitraire, sont affichées simultanément en temps réel la tendance de la pression du brassard Pc, l'accéléra- tion du déplacement de la paroi artérielle Psd, et les quantités augmentée et diminuée de GVinc et GVdec, et la tendance due au temps de GAinc, GAdec et Pfd' Sont également affichés Dmax, Dmax- 2/3 de seuil étant calculé avec Dmax, et Dl. Par conséquent, cet appareil mesure de façon non invasive la pression sanguine tout en surveillant la réponse artérielle, et il transmet les données acquises à d'autres instruments par l'intermédiaire d'un réseau, d'un télémètre ou analogue. L'invention affiche en temps réel la vitesse et l'accélération instantanées du déplacement de la paroi artérielle qui est obtenu à partir de fluctuations de la pression du brassard. L'invention affiche aussi, en temps réel, la tendance de la variation de vitesse de la paroi et les caractéristiques de la tendance due au temps de la variation moyenne de l'accélération. L'invention affiche aussi en temps réel divers mouvements de dilatation de la paroi jusqu'à ce que l'artère comprimée par la pression du brassard se relâche pour être10 libre. Ainsi, avec le mouvement affiché de la paroi artériel- le, l'invention acquiert les données suivantes: la dilata- tion anormale de la paroi artérielle qui ne peut pas être détectée par les bruits de Korotkoff; la faible anomalie accompagnant un battement cardiaque irrégulier léger ou analogue; et la variation affectant la réponse artérielle par suite d'un environnement psychologique et physique inhabituel dans lequel le sujet est placé (par exemple dans des conditions d'alerte, après un exercice et sous l'in- fluence de l'alcool). En particulier, l'accélération visuali-20 sée du déplacement qui est saisie par l'invention est capable de différencier aisément le bruit engendré par un mouvement de paroi non artérielle. La valeur indiquée de la pression saisie à l'aide du transducteur de pression est convertie en une hauteur de colonne de mercure. Elle est effectuée en temps réel à l'intérieur du tube de verre et est stockée en mémoire. Par conséquent, même si ce procédé est utilisé avec une méthode auscultatoire, non seulement il rend plus sûre la détection des bruits de Korotkoff dans les phases 1, 4 et 5, mais il simplifie aussi l'analyse et le stockage des données d'une manière ne pouvant pas être obtenue par les techniques de mesure de la pression sanguine communément mise en oeuvre avec des manomètres à mercure ou anéroïdes. En outre, la transmission des données acquises par l'intermédiaire d'un réseau ou d'un télémètre est effectuée aisément. Les variations avec le temps de Psd, GVinc, GVdec, GAinc et GAdec décrivent le mouvement de dilatation de la paroi artérielle. Ces variations peuvent être utilisées pour acquérir de façon non invasive des informations concer- nant le système cardiovasculaire du sujet tel que le degré d'artériosclérose et analogue. Etant donné que l'appareil selon l'invention peut également transmettre les données acquises, les mesures portant sur des sujets se trouvant dans des lieux éloignés peuvent être surveillées au moyen d'une liaison téléphonique. Le personnel médical se trouvant à l'autre extrémité de la ligne téléphonique peut renvoyer10 instantanément au sujet, par l'intermédiaire de l'appareil, des instructions appropriées pour le traitement. Si cet appareil est utilisé en même temps qu'un électrocardiographe, un moniteur électroencéphalographique ou autre instrument, les données obtenues à partir de ces instruments peuvent être affichées avec la réponse artériel- le. Par conséquent, l'appareil non seulement augmente la valeur ajoutée de tels instruments, mais il permet aussi de combiner les données avec d'autres données. La valeur Psd peut être obtenue, en variante, par différentiation par rapport au temps du déplacement de la paroi et de la vitesse de déplacement acquis durant une mesure non invasive de la pression sanguine à l'aide de transducteurs optiques et à ultrasons, respectivement. Par conséquent, l'invention fonctionne avec des procédés de mesure de la pression sanguine qui utilisent des transduc- teurs de déplacement et de vitesse de déplacement. Dans une autre forme de réalisation, l'invention utilise simultanément un second brassard pour acquérir une information non locale sur le mouvement de la paroi artériel- le. Un mouvement de paroi d'une artère d'un doigt dont l'écoulement de sang passe par l'artère brachiale partiellement occluse par la pression Pfc, est présenté en même temps que la pression Pc du brassard pour l'artère brachiale. L'invention affiche également d'autres signaux physiologiques tels que le signal ECG qui déclenche les cycles cardiaques mécaniques pour examiner s'il existe une corrélation anormale entre les phénomènes électriques et mécaniques du coeur.5 Les pressions aortiques intra-artérielles AP et ECG I sont prises, et ces signaux physiologiques peuvent être reçus par l'intermédiaire d'une unité de réception de données, à partir d'autres instruments. Un exemple d'un cas normal et quelques exemples de cas anormaux d'essais clini-10 ques utilisant cette particularité sont montrés et décrits ci-après. L'invention obtient et affiche en outre d'autres paramètres dynamiques décrivant le mouvement de la paroi artérielle pour une estimation non invasive des pressions15 systoliques (SYS) et diastoliques (DIA) de la pression artérielle pulsatile à la fois pendant le gonflage et le dégonflage de la pression (Pc) du brassard. Les paramètres dynamiques décrivant le mouvement de la paroi artérielle comprennent: la vitesse instantanée V de déplacement qui doit être obtenue soit par une dérivée première par rapport au temps de la pression Pc du brassard soit à l'aide d'une fonction de détection de vitesse; une accélération A obtenue soit par une dérivée seconde par rapport au temps Pc soit à l'aide d'une fonction de détection d'accélération; chaque compression nette représentée sous la forme d'impulsions Fc dont l'amplitude est proportionnelle à l'intégrale de A de signe négatif; la puissance PW du mouvement de la paroi définie comme étant le produit de A et V; et l'énergie Ec comprimant la paroi artérielle, qui est l'intégrale de PW de signe négatif et l'énergie Ef étirant la paroi artérielle, qui est l'intégrale de PW de signe positif. Les valeurs SYS et DIA peuvent être déterminées au moyen de Fc. On vérifie Fc pour déterminer si sa valeur est au-dessous d'une contrainte partielle pour laquelle l'écoulement pulsatile du sang doit passer par une artère partiellement occluse par la pression Pc. Le niveau de seuil pour cette occlusion partielle est la ligne pointillée TH dont la valeur est égale aux deux tiers de la valeur Fc maximale. Ceci est dû au fait que l'interaction maximale avec la pression du brassard apparaît lorsque la pression Pc baissant de façon continue arrive approximativement à la10 pression pulsatile artérielle moyenne qui est approximative- ment égale aux deux tiers de son amplitude à partir de sa pointe. Le mouvement de la paroi artérielle avec Fc au- dessous de TH est libre de toute occlusion partielle, si bien qu'il ne peut pas engendrer KS. La détermination des valeurs15 SYS et DIA devient donc très précise. Similairement, en utilisant d'autres paramètres dynamiques tels que PW, Ec et Es, on les vérifie pour déterminer s'ils sont au-dessous d'une contrainte partielle pour laquelle l'écoulement pulsatile du sang doit passer par une artère partiellement occluse par la pression Pc. Leurs niveaux de seuil pour cette occlusion partielle peuvent être établis d'une manière analogue à celle utilisée pour la ligne de seuil TH. L'utilisation de Ec est particulière comme on le verra. Ceci est dû au fait que l'énergie de compression détectée avec la fonction de détection de vitesse et d'accé- lération n'est significative que pour la contrainte partiel- le. Cette contrainte partielle commence lorsque la pression Pc montante (ou pression descendante) de façon continue approche sensiblement de la pression différentielle diastoli- que (ou de la pression différentielle systolique) et s'achève lorsque la pression Pc montante (ou pression Pc descendante) approche sensiblement de la pression différentielle systoli- que (ou pression différentielle diastolique). Le mouvement de la paroi artérielle sans aucune occlusion partielle ne peut pas engendrer une valeur Ec significative, à savoir PW de signe négatif. Ceci est valable également pour PW de signe positif et pour Es. Pour démontrer ce processus de façon plus claire, on a pris de façon invasive la pression sanguine différentielle de l'aorte AP à l'aide d'un transducteur de pression monté sur un cathéter, laquelle pression exprime de5 cycle cardiaque mécanique du coeur. La détermination des valeurs SYS et DIA est donc très précise même dans le cas d'un processus de gonflage bruyant. L'invention sera décrite plus en détail en regard des dessins annexés à titre d'exemples nullement limitatifs et sur lesquels: la figure 1 est un schéma fonctionnel simplifié d'une première forme de réalisation d'un appareil selon l'invention pour réaliser des mesures non invasives de la pression sanguine; la figure 2 est un affichage de la réponse artérielle lorsque le débit de décharge de la pression du brassard est élevé et changeant; la figure 3 est un affichage de la réponse artérielle lorsque le taux de décharge est pratiquement à une constante spécifiée; la figure 4 est un affichage d'un manomètre à mercure simulé; la figure 5 est un affichage de la réponse artérielle environ cinq secondes après le commencement de la mesure de la pression sanguine; la figure 6 est un schéma fonctionnel simplifié d'une deuxième forme de réalisation d'un appareil selon l'invention; la figure 7 est un affichage de la circulation artérielle non locale lorsque le paramètre AF est l'accéléra- tion prise à l'aide d'un brassard pour doigt; la figure 8-a est un affichage d'un cycle mécanique cardiaque qui est normalement déclenché par le cycle électrique; la figure 8-b est un affichage de la réponse artérielle présentant les pics QRS sur le signal ECG I; la figure 8-c est un affichage de la réponse artérielle montrant comment les pulsations secondaires accompagnant le signal FC principal correspondent à un soufflesystolique engendré par la valvule aortique; la figure 8-d est un affichage de la manière dont une fibrillation artérielle, qui apparaît comme étant trop rapide pour les systoles ventriculaires devant être déclen- chées, provoque un battement cardiaque irrégulier;10 les figures 9-a à 9-j montrent graphiquement des fonctions de détection de vitesse et d'accélération et une détection de puissance selon l'invention; la figure 10-a est un affichage de l'histoire par rapport au temps du paramètre PW pris avec la fonction de détection de puissance montrée sur la figure 9-g; la figure 10-b est un affichage montrant une continuation de la mesure commencée sur la figure 10-a; la figure 10-c est un affichage des mêmes données montrées sur la figure 10-b sauf en ce qui concerne le paramètre PW qui est à présent pris avec une paire différente de fonctions de détection montrées sur la figure 9-g pour agrandir la région négative de PW; et la figure 10-d est un affichage montrant que l'énergie Ec détecte de façon claire les pressions DIA et SYS durant un processus de gonflage automatique bruyant. En référence à présent à la figure 1, il est montré une première forme de réalisation d'un appareil de mesure non invasive de la pression sanguine selon l'inven- tion. L'appareil comporte un brassard 1 à tubes incorporés30 qui peut être enroulé autour d'une artère 4 passant dans un doigt, un bras ou une jambe. Des unités 3 et 2 d'application de pression et de décharge sont raccordées au brassard 1 pour gonfler et dégonfler les tubes de ce brassard 1, respective- ment. Un transducteur 5 de pression est relié au brassard pour détecter la pression de celui-ci pendant qu'il est gonflé et dégonflé et pour communiquer les données de pression sous forme de signaux électriques à un processeur 6 de données. Un transducteur 11 de déplacement tel qu'un capteur optique est relié au brassard 1 pour détecter le déplacement de la paroi artérielle pendant qu'elle se dilate5 en réponse à l'écoulement pulsatile du sang. Un transducteur 12 de vitesse tel qu'un capteur à ultrasons est relié au brassard 1 pour détecter la vitesse de dilatation de la paroi. Les transducteurs 11 et 12 communiquent leurs données respectives sous forme de signaux électriques au processeur 6 de données. Le fonctionnement de l'appareil de mesure est coordonné par un microrégisseur 8 qui commande l'unité 3 d'application de pression, l'unité 2 de décharge et le processeur 6 de données. Les données obtenues à partir des transducteurs 5, 11 et 12 et traitées par le processeur 6 de données peuvent être stockées dans une unité 9 de mémoire et affichées sur une unité d'affichage 7. Une unité 10 de transmission de données est également incluse dans l'appa- reil. L'unité 10 permet aux données saisies d'être transmises20 à d'autres instruments directement ou par l'intermédiaire de lignes téléphoniques, et de recevoir des données en retour. Le brassard étant gonflé à une pression Pc par l'unité 3 d'application de pression, l'artère 4 est comprimée par la pression Pc du brassard. La pression Pc dans le brassard est ensuite relâchée à un débit de décharge prati- quement constant à travers l'unité 2 à soupape de décharge. Contre l'artère 4, la pression fluctuante de l'écoulement sanguin pulsatile commence à étirer la paroi de l'artère 4 qui, par suite, se déplace pour faire fluctuer la pression du brassard. Pour n'obtenir que la composante d'accélération de la pression fluctuante Pc du brassard, la dérivée seconde Psd de Pc est prise à l'unité 6 de traitement de données sur l'intervalle de temps pendant lequel l'accélération du débit de décharge devient presque nulle. La relation entre Pc et Psd est montrée sur la figure 2 o le débit de décharge n'est pas constant et sur la figure 3 o le débit de décharge est pratiquement constant. Pour la saisie de Psd sans que cette valeur ne soit influencée par le débit de décharge, la quantité proportionnelle au déplacement de la paroi de l'artère 4 comprimée comme indiqué ci-dessus est prise à l'aide du transducteur 11 de déplacement. Sa dérivée seconde par rapport au temps est désignée Psd' De plus, la quantité proportionnelle à la vitesse de déplacement de la paroi de l'artère 4 est prise directement à l'aide du transducteur 12 de vitesse placé sur le brassard. Elle est désignée Pfd' La dérivée première de Pfd est Psd. Les valeurs numériques traitées par l'unité 6 de traitement de données sont affi- chées sur l'unité d'affichage 7. Pour afficher Pc, la pression est simulée comme étant la hauteur de mercure en mmHg à l'unité d'affichage 7, l'axe des Y donnant la pression en mm Hg et l'axe des X donnant l'échelle des temps Tc en secondes. Pour afficher Psd, son amplitude est agrandie sur l'axe des Y et son échelle des temps Tsd est tracée arbitrairement à 300 sur l'axe des Y. La fluctuation de pression de Pc sous l'effet de l'écoulement pulsatile du sang est agrandie sur Psd sans être influencée par le débit de décharge o les sujets des figures 2 et 3 sont différents. Ensuite, comme montré sur la figure 3, la région entourée par Psd et l'axe des temps Tsd est subdivisée par les intersections de Psd et Tsd, à savoir TI, T2..., Tm-1, Tm, Tm+l et ainsi de suite. Parmi elles, l'intégrale sur la région positive, c'est-à-dire son aire est prise en tant que valeur augmentée de la vitesse de déplacement de la paroi GVinc, et l'aire de sa région négative est prise en tant que valeur diminuée de la vitesse de déplacement GVdec. Leurs amplitudes sont désignées respectivement sur la longueur du graphique incrémentiel, à savoir L0, Ll et DO, Dl, et ainsi de suite. Leur échelle est agrandie sur l'axe des Y. Tinc et Tdec sont les échelles de temps pour GVinc et GVdec, respec- tivement, et leurs unités sont les secondes. La force d'accélération moyenne de la dilatation agissant sur la paroi artérielle, GAinc, est calculée par l'unité 6 de traitement de données en divisant GVinc par5 l'intervalle de temps dans lequel la paroi se dilate. La force de contraction moyenne GAdec est calculée par l'unité 6 en divisant GVdec par l'intervalle de temps pendant lequel la paroi se contracte. Leurs amplitudes et leurs échelles de temps peuvent être montrées en temps réel sur les axes des Y et X à l'unité d'affichage 7 dans un moniteur similaire à celui montrant GVinc et GVdec. Conformément au processus pour l'acquisition de la réponse artérielle décrit dans ce premier exemple, la fluctuation de pression de l'écoulement pulsatile du sang est obtenue et montrée de façon effective sur les figures 2 et 3 en Psd en même temps que sa tendance due au temps, laquelle est proportionnelle à l'accélération instantanée et étirant la paroi artérielle. A partir de l'accélération instantanée affectant le mouvement de la paroi artérielle, la variation de la vitesse de déplacement provoquée par l'étirement de la paroi est calculée comme étant l'intégration sur la région positive de l'accélération instantanée Psd par rapport au temps. Son amplitude est montrée en GVinc sur les figures 2 et 3. La quantité correspondant à la variation de vitesse due à la contraction de la paroi est calculée comme étant l'intégra- tion sur la région négative de l'accélération instantanée Psd par rapport au temps. Son amplitude est montrée en GVdec sur les figures 2 et 3. La quantité proportionnelle à l'accéléra- tion moyenne du déplacement agissant sur le mouvement de la paroi est prise comme étant GAinc et GAdec et est calculée en divisant GVinc et GVdec par l'intervalle de temps correspon- dant pour les intégrations, respectivement. Par conséquent, ces méthodes acquièrent efficacement le processus non invasif de réponse artérielle. Un deuxième exemple d'acquisition de la réponse artérielle en utilisant l'appareil montré sur la figure 1 est à présent décrit. Ce procédé est destiné à obtenir les incréments de vitesse de déplacement de la paroi dans l'unité de traitement de données de la manière suivante. La vitesse5 de déplacement de la paroi, Pfd, prise en tant que dérivée première de Pc par rapport au temps, est montrée dans la partie inférieure de la figure 3, en même temps que l'accélé- ration Psd prise en tant que dérivée seconde par rapport au temps de Pc. L'échelle des temps, soit de Pfd, soit de Pfds10 obtenue par d'autres procédés et Tsd, à savoir TI,..., Tm, et ainsi de suite, les composantes de vitesse correspondan- tes, à savoir Pfd(Tl),... et Pfd (Tm), sont obtenues. La quantité en augmentation ou en diminution sur la vitesse de déplacement du mouvement de la paroi artérielle, c'est-à-dire15 GVinc et GVdec est obtenue par la différence entre elles deux. Par exemple, LI et Dl sont proportionnels à Pfd(T2)-Pfd(Tl) et Pfd(T3)-Pfd(T2), respectivement. En outre, S1 est proportionnel à Pfd(T4)-Pfd(T3). Par conséquent, GVinc et GVdec sont divisés par les intervalles de temps correspon- dants et ils sont appariés aux accélérations moyennes de dilatation et de contraction GAinc et GAdec, respectivement. Conformément au processus de réponse artérielle acquise de ce deuxième exemple, la fluctuation de pression de l'écoulement pulsatile du sang est proportionnelle à la vitesse de déplacement instantanée de la paroi artérielle, qui est représentée en Pfd sur les figures 2 et 3 ainsi que sa tendance due au temps. Avec cette variation de vitesse instantanée du mouvement de la paroi artérielle, on calcule les mêmes valeurs GVinc et GVdec que dans le premier exemple en tant que variations de la vitesse de déplacement pour chaque processus d'étirement. En outre, l'accélération de déplacement moyenne du mouvement de la paroi, de même que dans le premier exemple, est GAinc et GAdec, ces valeurs étant calculées par division de GVinc et GVdec par chaque intervalle de temps, respectivement. Ce procédé acquiert donc efficacement le processus non invasif de réponse artérielle. Un troisième exemple doit être expliqué. Celui-ci utilise la réponse artérielle acquise par le procédé ci- dessus pour obtenir une mesure de la pression sanguine qui donne pratiquement les mêmes valeurs indiquées des pressions5 systolique et diastolique que celles obtenues avec la méthode auscultatoire. Dans cette mesure non invasive de la pression sanguine, on réalise dans l'unité 6 l'analyse de données suivante. Comme montré sur la figure 3, lorsque l'amplitude GVdec devient consécutivement supérieure à un seuil Dmax-2/3 (égal aux deux tiers de l'amplitude maximale Dmax), la pression du brassard donnant l'amplitude la plus rapprochée de ce seuil est prise comme étant la valeur indiquée de pression de la crête d'onde dans l'écoulement pulsatile du sang, à savoir la pression systolique SYS. Similairement,15 lorsque 1 'amplitude GVdec devient consécutivement plus petite que le seuil, la pression du brassard donnant sa première amplitude plus petite est prise comme étant la valeur indiquée de pression du creux de l'onde dans l'écoulement pulsatile du sang, à savoir la valeur indiquée de la pression diastolique DIA. Conformément à ce procédé non invasif de mesure de la pression sanguine comme montré sur les figures 2 et 3, si le seuil Dmax-2/3 est obtenu comme étant égal aux deux tiers de l'amplitude maximale Dmax, on voit que les amplitu- des GVdec, Dl, D2, D3, etc., deviennent les unes à la suite des autres supérieures au seuil. La valeur indiquée de la pression du brassard au moment o l'amplitude se rapproche le plus de ce seuil est alors de 120 mmHg et 101 mmHg dans les cas des figures 2 et 3, respectivement. Il s'agit des valeurs de crête des ondes de l'écoulement pulsatile du sang, à savoir les valeurs indiquées de la pression systolique. Lorsqu'on détecte D7 et D8, valeurs auxquelles GVdec devient consécutivement plus petit que Dmax-2/3, la pression du brassard de 65 mmHg qui donnait à l'amplitude D7 la première valeur inférieure, est le creux de l'onde de l'écoulement pulsatile du sang, à savoir la valeur indiquée de la pression diastolique. Similairement, lorsqu'on détecte D12, D13 et D14, valeurs pour lesquelles GVdec devient consécutivement plus petit que Dmax-2/3, la pression du brassard de 67 mmHg, qui donnait à l'amplitude D12 la première valeur plus petite, est le creux de l'onde de l'écoulement pulsatile du sang, à savoir la valeur indiquée de la pression diastolique. Cette méthode de mesure montre que chaque bruit de Korotkoff pris simultanément avec un stétoscope durant la mesure (désignée k sur les courbes Pc des figures 2 et 3), comprenant le bruit de la phase 1 définissant la valeur indiquée de la pression systolique, est conforme au processus à pulsations caractérisé avec Li et Dl sur les figures 2 et 3. Le procédé montre aussi que l'annihilation du bruit de Korotkoff de la phase 5 est similairement conforme au processus de dilatation de la paroi artérielle caractérisé avec L7 et D7 sur la figure 2, et avec L12 et D12 sur la figure 3. Ce procédé est donc également efficace. Un quatrième exemple sera à présent expliqué. Cet exemple porte sur le procédé de mesure de la pression sanguine donnant les valeurs indiquées systolique et diasto- lique précises en utilisant les caractéristiques inédites concernant la réponse artérielle saisie par l'intermédiaire du procédé décrit dans les exemples 2 et 3. L'analyse des données est également réalisée dans l'unité 6 de la manière suivante. Comme montré sur les figures 2 et 3, la forme d'onde unique au voisinage de l'accélération Psd du déplace- ment de la paroi artérielle lors du mouvement de celle-ci pour déterminer la valeur indiquée de la pression systolique est transformée en variations de la différence de temps ATm entre Lm et Sm dans la composante de vitesse de déplacement augmentée GVinc sur la paroi, soit en leur variation d'ampli- tude AAm o m=l, 2, 3, etc. La pression du brassard est prise comme étant la valeur indiquée systolique SYS au moment o l'on trouve l'unicité pour laquelle soit ATm, soit AAm, soit les deux commencent à augmenter de façon consécutive comme montré sur les figures 2 et 3. En outre, la valeur moyenne des amplitudes Dl (à SYS), DO (à droite avant SYS) et D2 (à droite après SYS), qui est indiquée Dave sur la figure 3, est obtenue. La pression du brassard au moment o la composante de vitesse de déplacement diminuée GVdec sur la paroi devient5 consécutivement inférieure à Dl ou à Dave, est définie comme étant la valeur indiquée de la pression diastolique DIA. Conformément au procédé de mesure, les configura- tions uniques au voisinage de Psd donnant la pression systolique sont obtenues, comme montré sur les figures 2 et10 3. Elles constituent l'accroissement continu comme dans AT1, AT2, AT3 et AT4 qui sont les différences de temps entre les paires Ll et Si, L2 et S2, L3 et S3 et L4 et S4 sur GVinc; et l'accroissement continu d'amplitude L comme dans AA1, AA2, AA3 et AA4. Par conséquent, l'étirement de la paroi arté- rielle donnant la pression systolique s'avère être conforme au processus pulsatile caractérisé avec Ll et Dl. Les valeurs indiquées de la pression systolique sont alors de 120 mmHg et 101 mmHg pour les figures 2 et 3, respectivement. Elles sont conformes à celles obtenues dans la méthode auscultatoire indiquée précédemment. En outre, la moyenne arithmétique des amplitudes Dl, DO (juste avant) et D2 (juste après) est calculée comme étant Dave. Pendant que D12, D13 et D14 deviennent consécuti- vement plus petits que l'une ou l'autre des valeurs Dl et Dave, la pression du brassard donnant à l'amplitude D12 la première valeur inférieure est la valeur indiquée de pression diastolique de 69 mmHg qui est égale à celle donnée par la méthode auscultatoire. De même que sur la figure 2, étant donné que Dave est presque égal à Dmax-2/3, la pression du brassard qui donne à l'amplitude D7 la première valeur devenant inférieure, de façon consécutive, soit à Dl soit à Dave, est la valeur indiquée de pression diastolique de 65 mmHg. Etant donné qu'elle est aussi la même que celle obtenue dans la méthode auscultatoire, ce procédé est aussi efficace pour la mesure non invasive de la pression sanguine. Un cinquième exemple sera expliqué. Cet exemple concerne le procédé de mesure de pression sanguine à l'aide de l'appareil présenté sur la figure 1. Le procédé est basé sur le traitement de la réponse artérielle saisie, affiché en temps réel sur l'unité d'affichage 7. Avec l'appareil non5 invasif tel que montré sur la figure 1, le brassard 1, qui est enroulé autour d'un doigt, d'un bras ou d'une jambe, est destiné à être gonflé à l'aide d'une unité 3 d'application de pression comprenant une petite pompe ou analogue, pour comprimer l'artère 4. La pression du brassard est ensuite10 détectée à l'aide d'un transducteur 5 et ses valeurs indi- quées de pression sont affichées sur l'unité d'affichage 7 par l'intermédiaire de l'unité 6 de traitement de données. Sur l'unité d'affichage 7, la valeur indiquée de la pression, qui a été convertie en une information de hauteur de manomè- tre à mercure dans l'unité 6, est affichée en temps réel comme s'il s'agissait de la colonne de mercure de sphygmoma- nomètres comme montré sur la figure 4. En même temps que l'on surveille en temps réel la valeur indiquée de pression (la hauteur) affichée sur le manomètre à mercure, on élève la pression exercée par le brassard sur l'artère du sujet légèrement audessus de la valeur indiquée de la pression systolique du sujet. Lorsque la pression du brassard commence à être déchargée, les échelles des temps et des pressions sont affichées sur les axes des X et Y, respectivement. L'axe des temps étant réglé dans une position arbitraire, l'unité 7 affiche simultanément en temps réel la tendance de la pression de brassard Pc, l'accélération Psd du déplacement de la paroi artérielle et la quantité augmentée et diminuée de la composante de vitesse, GVinc et GVdec, de même que dans le premier exemple, ou bien la tendance due au temps de GAinc, GAdec et Pfd' Sont ensuite également affichés Dmax comme montré sur les figures 2 et 3, le seuil Dmax-2/3 de la figure 2 étant calculé avec Dmax, et soit Dl, soit Dave dans le quatrième exemple comme montré sur la figure 3. Il devient donc possible de mesurer de manière non invasive la pression sanguine tout en surveillant en temps réel la réponse arté- rielle à l'écoulement pulsatile du sang. En outre, on peut stocker le traitement des réponses dans l'unité de mémoire 9. On peut également transmettre les données acquises depuis l'unité 10 de transmission de données vers d'autres instru- ments capables, simultanément, de mesurer ou, inversement, de recevoir les données qui en proviennent par l'intermédiaire d'un réseau de communication, d'un télémètre et analogues. La figure 6 montre une deuxième forme de réalisa- tion d'un appareil de mesure de la pression sanguine selon l'invention. L'appareil représenté ici reçoit d'autres signaux physiologiques tels que la pression aortique AP et un signal ECG provenant d'autres instruments par l'intermédiaire de l'unité de réception de données. Pour obtenir une informa- tion non locale concernant la circulation artérielle, un second brassard occlusif est utilisé sur une artère d'un doigt en aval de l'artère brachiale. Un clapet anti-retour rend possible une mesure simultanée de la pression du sang. La figure 7 montre la circulation artérielle non locale o l'on désigne en AF l'accélération prise à l'aide d'un brassard pour le doigt. Son amplitude relative est montrée en référence à 250 mmHg. Les valeurs SYS et DIA brachiales sont indiquées par des flèches. Cette surveillance simultanée des mouvements des parois de l'artère brachiale et de l'artère du doigt a été réalisée pour étudier un effet d'abaissement de la pression sanguine dû à des exercices physiques. Un effet d'abaissement à court terme après des exercices est apparu parmi environ 70 sujets ayant effectué des exercices d'aérobic ou de jogging comme indiqué dans le compte rendu de F. Takeda et al., à l'occasion de la 7th International Conference On Biomedical Engg., National Univ. of Singapore, Décembre 1992, qui est incorporé ici à titre de référence. La figure 8-a montre un cycle cardiaque mécanique qui est normalement déclenché par le cycle électrique. Ainsi, les pics de AP doivent être synchronisés avec les pics QRS précédents. Même si certaines contractions ventriculaires prématurées désignées PV sont observées, cette figure montre un intervalle presque régulier entre chaque pic QRS et son pic descendant suivant de A qui correspond à l'incisure de AP5 pendant le déroulement de l'occlusion partielle par la pression Pc comme décrit par F. Takeda et al., dans 7th International Conference On Biomedical Engg., National Univ. of Singapore, Décembre 1992, qui est incorporé ici à titre de référence.10 De même que pour la détection non invasive des pressions SYS et DIA, l'amplitude de AP varie notablement d'une onde AP à une autre comme on le voit sur la figure 8-a. Il peut donc être impossible de déterminer ces valeurs SYS et DIA des ondes de pression intra-artérielle à l'aide d'un15 brassard occlusif. Cependant, elles pourraient être obtenues relativement bien à l'aide de l'invention. Le nombre accompa- gnant Fc est la valeur indiquée de pression du brassard au moment de la compression. La première valeur Fc dépassant TH a détecté la pression SYS avec une certaine erreur propre, tandis que les deux dernières valeurs Fc relativement faibles ont détecté chacune un creux des deux ondes AP pouvant être prises chacune comme pression DIA. Les amplitudes de A et de PW sont des valeurs données par rapport à leurs références, à 300 et 100 mmHg. Sur la figure 8-b, on voit distinctement les seuls pics QRS sur le signal EGC I. Si le pic QRS déclenche sa systole ventriculaire, l'incisure (un pic descendant en A) ou l'impulsion Fc ne précède jamais son pic QRS de déclenche- ment en condition normale. Cependant, l'intervalle de temps entre chaque paire constituée par le pic QRS et l'incisure de Fc commence à devenir irrégulier en même temps qu'il se déphase puis revient de nouveau en phase en fonction de la durée entre les pics QRS. Les valeurs SYS et DIA détectées, dans un procédé d'auscultation analogue, sont indiquées par des flèches. La figure 8-c montre comment les impulsions secondaires accompagnant l'impulsion FC principale correspon- dent au souffle systolique engendré par la valvule aortique. Ainsi, il apparaît qu'une certaine difformité de la valvule aortique engendre une autre petite pulsation sur son impul-5 sion de pression artérielle principale, ne pouvant pas être détectée par électrocardiogramme. La figure 8-d montre comment une fibrillation artérielle qui semble trop rapide pour déclencher des systoles ventriculaires provoque une irrégularité du rythme10 cardiaque. Les figures 8-a à 8-j montrent des fonctions de détection de vitesse et d'accélération et une détection de puissance. Fonction de détection de vitesse15 En prenant une intégrale de corrélation de la pression du brassard Pc(t) et une fonction de détection de vitesse 0 v(t-m) par rapport au temps t comme montré sur la figure 9-a, on trouve V en plus d'une constante proportion- nelle: 20 V = J dt Pc (t) X v(t-m)-4r (Pc(m) Pc(m-4r) (1) o l'intervalle d'intégration est de -oo à +o, bien que l'intervalle effectif d'intégration soit (m-8r, m]. L'inter- valle ouvert d'un côté et fermé de l'autre, est indiqué respectivement par (et]. m, qui est un entier positif, est un temps présent et r est un intervalle de temps. Pc (m) et PC(m-4r) sont les moyennes de Pc(t) sur les intervalles de temps (m-4r, m] et (m-8r, m], respectivement. Ces intervalles peuvent être établis à toute séparation dans le temps. Si Pc(t) est échantillonné à chaque intervalle de temps r, le signal de temps discret de Pc(t) est donné, par exemple, sous la forme Pm au temps m. En utilisant cette valeur Pmu, l'équation (1) devient: = r {(Pm - (Pm - 4r)) + (Pm-1 (Pm-5r)) + (Pm-2) - (Pm-6r)) + (Pm-3- (Pm-7r))} = 4r {( 4 4) + 4 4) + (2) ( 4 - 4)} = 16r { Pm >4>4 o A est la différence de premier ordre et est une moyenne mobile définie par: 3 4 = 1/4 E Pm-k k=0 Si une autre fonction de détection de vitesse e v(t-m) montrée sur la figure 9-b est utilisée, la dernière moyenne mobile dans l'équation (2) peut être extraite:10 V = f dt Pc (t) 0 v(t-m) = 4 r {A 4} (3) Fonction de détection d'accélération En prenant une intégrale de corrélation de la pression du brassard Pc(t) et une fonction de détection d'accélération o a(t-m) par rapport à un temps t comme montré15 sur la figure 9-c, on trouve, à part une constante proportionnelle: A = f dt Pc(t) o a(t-m) = 16(T) 1/2 { 4>4>4} (4) o l'intégration est effectuée sur l'intervalle de -0 à +0, bien que l'intervalle effectif d'intégration soit (m-12r, m]. Si une autre fonction de détection d'accélération e a(t-m) montré sur la figure 9-d est utilisée, la dernière moyenne mobile dans l'équation (4) peut être extraite: A = | dt Pc(t) o a(t-m) = 4(r) 1/2 { A 4>4} (5) De même que pour la forme fonctionnelle, il existe de nombreuses modifications telles que celles montrées sur les figures 9-e et 9-f. Bien que des ondes carrées soient utilisées pour les fonction de détection de vitesse et d'accélération, on pourrait utiliser toute forme fonction- nelle pourvu que la différence de premier ordre puisse être réalisée, c'est-à-dire pourvu qu'il existe une paire de régions positive et négative dans la fonction. Fonctions de détection de puissance Hormis une constante proportionnelle, on peut définir la puissance PW comme étant le produit de la vitesse V et de l'accélération A détectées à l'aide de leurs propres fonctions de détection montrées sur les figures 9-g et 9-h. Si deux fonctions de détection de vitesse et d'accélération sont orthogonales entre elles comme celles montrées sur les5 figures 9-i et 9- j, le coefficient de leur produit tensoriel peut être tout produit cartésien de la vitesse V et de l'accélération A détectées à l'aide des équations (2) et (3), et des équations (4) et (5), respectivement. Le produit est proportionnel à sa puissance. A partir de ces puissances PW,10 leurs énergies Es et Ec peuvent être calculées comme l'inté- grale des puissances positive et négative PW, respectivement. La figure 10-a montre un historique de PW pris avec une fonction de détection de puissance montrée sur la figure 9-g lorsque le brassard obstruant l'artère brachiale a été gonflé à l'aide d'une pompe mécanique à commande par courant continu. Son amplitude est par rapport à la référence à 0 mmHg et le temps en secondes est indiqué sur l'axe des X. La vitesse V et l'accélération A sont prises avec leur propre fonction de détection montrée sur les figures 9-b et 9-d. Leurs amplitudes relatives sont également montrées par rapport aux références, à savoir 330 mmHg et 230 mmHg, respectivement. Elles présentent des fluctuations de pression bruyantes dans la pression du brassard, qui sont engendrées par les vibrations mécaniques de la pompe. Un historique de l'énergie Ec dont l'amplitude est donnée par rapport à la référence à -50 mmH est montré juste au-dessous de PW. L'amplitude de Ec, qui est propor- tionnelle à l'intégration de la puissance négative PW, devient assez grande pour être détectée uniquement lorsque la contrainte partielle est effective. La contrainte partielle commence lorsque Pc approche de l'un des creux de AP et finit lorsque Pc passe au-dessus de l'une des crêtes de AP. Par conséquent, la valeur indiquée de Pc au pic PW juste avant la dernière valeur Ec effective donne SYS durant le processus de gonflage automatique bruyant. Un historique de ECG I est également montré par rapport à la référence à 150 mmHg et son amplitude est relative. La figure 10-b montre une continuation de la mesure commencée comme indiqué sur la figure 10-a. Elle s'est transformée en un processus de dégonflage en douceur et5 constant. Comme on le voit, la contrainte partielle, qui commence à présent lorsque Pc atteint l'une des crêtes de AP et finit lorsque Pc approche de l'un des creux de AP, reflète les grandes variations d'amplitude de PW et Ec. Un niveau de seuil pour Ec et PW peut être aisément établi pour détecter la pression DIA, comme se situant à leurs amplitudes maxima- * les avant le commencement de la contrainte partielle qui donne SYS. Par conséquent, la première amplitude dans Ec ou PW comparable ou inférieure au seuil donne DIA. Les amplitu- des maximales sont indiquées par des flèches. La figure 10-C montre les mêmes données que sur la figure 10-b, sauf pour PW qui est a présent pris avec une paire différente de fonctions de détection montrées sur la figure 9-j pour agrandir la région négative de PW. La figure 10-d est prise du même sujet que sur la figure 8-a o il était difficile de déterminer SYS et DIA même dans un processus de dégonflage en douceur et constant. Pour un tel sujet, Ec a détecté de façon claire les pressions DIA et SYS durant le processus bruyant de gonflage automati- que. Par conséquent, conformément à cette mesure non invasive, la réponse artérielle caractérisée par le mouvement de la paroi peut être surveillée en temps réel. La transmis- sion des données surveillées à d'autres instruments devient donc possible. Inversement, il devient possible de recevoir d'abord les données provenant des autres instruments capables de surveiller simultanément le même objet, par exemple un moniteur d'ondes cérébrales et analogue, puis de l'afficher sous la forme d'une quantité analogique en temps réel. On peut alors réaliser de façon efficace la mesure non invasive de la pression sanguine. Il va de soi que de nombreuses modifications peuvent être apportées à l'appareil et au procédé décrits et représentés sans sortir du cadre de l'invention. Par exemple, des composants discrets ou intégrés de divers types peuvent être utilisés pour les diverses parties de l'appareil, comme cela est connu de l'homme de l'art. Des particularités de l'invention représentées sous la forme de matériel peuvent également être constituées par du logiciel. REVENDICATIONS 1. Procédé de mesure de la pression sanguine, caractérisé en ce qu'il consiste à gonfler un brassard (1); à déterminer des variations d'une puissance (PW); à détermi- ner des variations d'énergie du mouvement de la paroi artérielle lorsque cette paroi s'étire et se contracte en réponse à un écoulement pulsatile du sang dans l'artère; à comparer les variations de puissance (PW) ou d'énergie (Ec, Es) pour déterminer les valeurs de pression diastolique (DIA) et systolique (SYS) telles qu'indiquées par la pression (Pc) du brassard; à comparer les variations de puissance ou d'énergie pour détecter une pression systolique et arrêter le gonflage; et à commencer le dégonflage du brassard pour mesurer la pression sanguine. 2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend la détermination de la vitesse instanta- née et de l'accélération du déplacement de la paroi arté- rielle en saisissant la vitesse instantanée (V) du déplace- ment de la paroi-artérielle à l'aide de fonctions de détec- tion de vitesse et d'accélération (A), en saisissant la puissance instantanée (PW) du déplacement de la paroi artérielle à l'aide de fonctions de détection de puissance, en prenant l'aire positive de la puissance pour déterminer l'énergie d'étirage (Es) du mouvement de la paroi et en prenant l'aire négative de la puissance pour déterminer l'énergie de compression (Ec) du mouvement de la paroi. 3. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que la comparaison des variations de l'énergie de compression pour déterminer les valeurs indiquées de pres- sions diastolique et systolique pendant le gonflage du brassard consiste à détecter la première amplitude efficace dans l'énergie de compression, à détecter une amplitude maximale de puissance juste avant la première amplitude efficace détectée pour déterminer la pression diastolique, à établir un seuil pour l'amplitude de puissance et à détecter une amplitude de puissance consécutive décroissante qui est inférieure au niveau du seuil afin de déterminer la pression systolique, ou à détecter la dernière amplitude efficace dans l'énergie de compression pour déterminer la pression systoli- que à une amplitude maximale de puissance juste avant la dernière amplitude efficace, et à arrêter le gonflage du brassard et commencer à dégonfler le brassard pour détecter de nouveau les pressions systolique et diastolique d'une manière continue. 4. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que la comparaison des variations de puissance pour déterminer les valeurs indiquées des pressions diastolique et systolique pendant le dégonflage du brassard consiste à détecter un brusque accroissement des amplitudes de puissance pour déterminer la pression systolique, à détecter une15 amplitude maximale de puissance juste avant ce premier brusque accroissement, à établir un seuil d'amplitude de puissance et à détecter une amplitude de puissance consécu- tive décroissante qui est inférieure au niveau de seuil pour déterminer la pression diastolique, ou à détecter une brusque20 diminution des amplitudes de puissance pour déterminer la pression diastolique. 5. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'une comparaison des variations de l'énergie de compression pour déterminer les valeurs indiquées des pressions systolique et diastolique pendant le dégonflage du brassard consiste à détecter le premier brusque accroissement d'amplitude dans l'énergie de compression, à détecter une amplitude maximale de puissance à chacune ou juste avant la première amplitude efficace pour déterminer la pression systolique, à établir un seuil d'amplitude de puissance, à détecter une amplitude de puissance consécutive décroissante qui est inférieure au niveau de seuil pour déterminer la pression diastolique, ou à détecter la dernière amplitude efficace dans l'énergie de compression pour déterminer la pression systolique à une amplitude maximale de puissance juste avant cette dernière amplitude efficace, à détecter une amplitude maximale d'énergie de compression juste avant la première amplitude efficace d'énergie de compression, à établir un seuil d'amplitude d'énergie de compression et à détecter une amplitude consécutive décroissante d'énergie de compression qui est inférieure au niveau de seuil pour déterminer la pression diastolique. 6. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que la comparaison des variations d'énergie pour déterminer les valeurs indiquées des pressions systolique et diastolique pendant le dégonflage du brassard consiste à détecter un brusque accroissement des amplitudes de l'énergie d'étirage pour déterminer la pression systolique, et à détecter une brusque diminution des amplitudes de l'énergie d'étirage pour déterminer la pression diastolique.15 7. Appareil de mesure de la pression du sang, caractérisé en ce qu'il comporte un premier brassard (1) renfermant des tubes et destiné à être enroulé autour d'une artère (4) et à lui appliquer une pression, un second brassard renfermant des tubes et destiné à être enroulé autour d'une artère et à lui appliquer une pression, un clapet de retenue, un premier transducteur de pression (5), un second transducteur de pression, une première soupape de décharge et une seconde soupape de décharge, appareil dans lequel on détermine simultanément la pression sanguine de l'autre artère, on saisit simultanément des paramètres dynamiques du mouvement de la paroi artérielle, et on affiche simultanément les paramètres dynamiques sur une unité d'affichage (7). 8. Appareil de mesure de la pression sanguine selon la revendication 7, caractérisé en ce qu'il comporte une unité (6) de réception de données destinée à recevoir en continu d'autres données physiologiques provenant d'autres instruments, et une unité (6) de réception de données destinée à émettre ou recevoir en continu d'autres données physiologiques vers d'autres instruments ou provenant d'autres instruments. 9. Procédé de mesure de paramètres dynamiques du mouvement d'une paroi artérielle en fonction d'une pression croissante ou décroissante d'un brassard (1) sous pression, caractérisé en ce qu'il consiste à gonfler le brassard pour5 en élever la pression, à déterminer la puissance (PW) de déplacement de la paroi artérielle pendant que cette paroi s'étire et se contracte, et, d'après la puissance, à détermi- ner des variations d'énergie (Es, Ec) du mouvement de la paroi artérielle avec le temps.10 10. Procédé selon la revendication 9, caractérisé en ce qu'il consiste à déterminer la vitesse instantanée (V) et l'accélération (A) du déplacement de la paroi artérielle, et à multiplier la vitesse et l'accélération pour déterminer la puissance, à saisir la vitesse instantanée du déplacement de la paroi artérielle à l'aide de fonctions de détection de vitesse et d'accélération, et à saisir la puissance instanta- née du déplacement de la paroi artérielle à l'aide de fonctions de détection de puissance et, d'après la puissance, à prendre l'aire positive de la puissance pour déterminer l'énergie d'étirage (Es) du mouvement de la paroi, à prendre l'aire négative de la puissance pour déterminer l'énergie de compression (Ec) du mouvement de la paroi, et à afficher sur une unité d'affichage (7) la vitesse, l'accélération, la puissance et l'énergie en fonction du temps.